JP2021515660A - 高周波発生器、制御ユニット、高周波発生器を動作させる方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、電気外科器具（２０５）を接続するための高周波発生器（１０）であって、電気外科器具（２０５）のための電気出力端子（１２５）と、少なくとも間接的に出力端子（１２５）に接続された電源（１１０）と、出力端子（１２５）を介して送出される送出電力（ＰＯ）を制御するパワー制御装置（３００）とを有する、高周波発生器（１０）に関する。本発明によれば、当該高周波発生器において、パワー制御装置（３００）は、送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が送出エネルギ限界値（ＥＢＸ）よりも大きい場合に、送出電力（ＰＯ）の送出を開始し、送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が最小値（ＥＢＭＩＮ）を下回る場合に、送出電力（ＰＯ）の送出を終了するように構成されており、ここで、送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）は、スライド式決定期間（ＴＡ）にわたって、供給された発生器設定パワー（ＰＡＶ）と送出された送出電力（ＰＯ）とから決定される。

Description

本発明は、電気外科器具を接続するための高周波発生器であって、電気外科器具のための電気出力端子と、少なくとも間接的に出力端子に接続された電源と、出力端子を介して送出される送出電力を制御するパワー制御装置とを有する、高周波発生器に関する。

高周波発生器、特に電気外科器具に給電するための高周波発生器は、一般に公知である。身体組織を切除するための切除プラズマを生成させるには、ふつう、発生器の許容平均パワーを数倍上回る高い点弧パワーが必要である。このため、発生器の送出電力をパルス化すること、すなわち複数のパルスとして送出することが有意である。パルス間の相応の長さのポーズにより、高い点弧パワーにもかかわらず、発生器の許容平均パワーが超過されないことが保証可能となる。

国際公開第２０１０／１０８５２３号公報には、アークによって身体組織を切除する電気外科器具を接続するための高周波発生器が記載されている。当該器具は、出力端子を介して送出される電力を制御するためのパワー制御装置を有する。当該パワー制御装置は、最初、設定された最大期間を有する切開支援のためのフェーズにおいて高い出力パワーの送出を生じさせ、これに続いて、切開支援のためのフェーズ中にアーク点弧に至った場合、切除フェーズの設定された期間において、上記高いパワーに比べて低減されたパワーの送出を生じさせ、さらにこれに続いて、長いポーズインターバルの設定された期間において、パワーの送出を行わないかもしくはアークが生じないより低いパワーの送出を生じさせ、または切開支援時の設定された最大期間に達するまでにアークの点弧に至らなかった場合、短いポーズインターバルの設定された期間において、パワーの送出を行わないかまたは低いパワーの送出を生じさせるように構成されている。

本発明の基礎とする課題は、種々の周囲条件において可能なかぎり均質かつ良好なパワー制御を行える、改善された高周波発生器を提供することにある。

このために、本発明によれば、請求項１記載の高周波発生器が提案される。

高周波発生器は、電気外科器具を接続するために構成されており、電気外科器具のための電気出力端子と、少なくとも間接的に出力端子に接続された電源と、出力端子を介して送出される送出電力を制御するパワー制御装置とを有する。

パワー制御装置は、送出エネルギ平衡化量が送出エネルギ限界値よりも大きい場合に、送出電力の送出を開始するように構成されており、ここで、送出エネルギ平衡化量は、スライド式決定期間にわたって、供給された発生器設定パワーと送出された送出電力とから決定される。

本発明は、（特に従来技術の上述したアプローチに関して）適切な送出電力の決定がさらに改善可能となるという考察を基礎としている。送出エネルギ平衡化量の「決定」なる概念によれば、発生器設定パワーと送出された送出電力との真の平衡を可能なかぎり厳密に、少なくとも制御にとって充分に厳密に反映した値の形成が意図される。ここでは、「発生器設定パワー」なる概念は、ユーザが設定可能な、発生器から電極を介して送出され、決定期間にわたって平均されたパワーを表す。

第１の態様は、適切なパルス期間およびその間のポーズ期間の決定に関する。特に、冒頭に言及した、パルス期間および／またはポーズ期間が固定の時間窓として設定されるアプローチでは、ちょうどプラズマが有効に発生しても、当該パルス期間が経過した後にはエネルギパルスの送出が終了されてしまうケースが発生しうる。

また、従来技術から公知のアプローチでは、法的にかつ／または規則によって規定された最大許容エネルギ量が平衡化期間内に超過されないことを保証するために、固定のポーズ期間が過度に長く選定される傾向があったり、またはポーズが必要以上に頻繁に発生されたりするケースが生じうる。このことは、潜在的に利用可能なエネルギリザーブが利用されない状態を生じさせる。

本発明は、最大許容発生器パワーを超過することなく、フレキシブルな、特に周囲条件に合わせて適応化された送出電力の制御によって、既存のエネルギリザーブがより良好に利用可能となるという認識を含む。特に、必要に応じて、プラズマを点弧するための点弧パワーを有するインパルスを、最大許容発生器パワーから得られるエネルギ量が超過されないかぎり、より長く持続するように制御することができ、このことは特に固定のパルス期間に比べて有利である。

別の態様は、送出エネルギのより良好な制御可能性に関する。送出エネルギの純粋に時間的な制御は、（冒頭に言及した従来技術に開示されているように）点弧パワーと切除パワーとの間の切り替えが非制御で繰り返される危険を生じさせ、このことは特に、不安定な切除プラズマのもとで、または過度に低い発生器設定パワーのもとで生じうる。こうしたケースでは、高い点弧パワーの繰り返しの送出により、組織への非制御の高いエネルギ入力が生じうる。

送出エネルギ平衡化量により、仮想エネルギ蓄積器の範囲において、送出された真のエネルギ量によって仮想エネルギ蓄積器が空となったことを考慮して、どれだけのエネルギが最新のスライド式決定期間中に既に消費されたか、したがって、定められた決定量のもと、どれだけのエネルギが瞬時にさらに利用可能であるかを検出することができる。よって、有利には、エネルギ送出の固定の時間制限を設定することなく、処置すべき組織への非制御の高いエネルギ入力の危険を低減することができ、または最小化することさえ可能である。

これに関連して、「スライド式」とは、平衡化フレームとしての決定期間が不変の期間を有するものの、連続する時間にともなって移動され、これにより転回していく時間窓が生じ、当該時間窓において、送出エネルギ平衡化量が再帰的に、例えば新たなプログラムサイクルごとにまたは定められたサイクル期間ごとに新たに計算されることを意味する。計算の際、特に、発生器設定パワーおよび（真に送出された）送出電力が平衡化される。したがって、比喩的に言えば、決定期間および最大送出エネルギ平衡化量によって定義される仮想エネルギ蓄積器につき、発生器設定パワーにしたがったエネルギの供給も、送出電力にしたがったエネルギの引き出しも行われる。発生器設定パワーによって、真に送出される送出電力が同時に仮想エネルギ蓄積器から引き出されながらも、どれだけのエネルギが当該仮想エネルギ蓄積器に供給されるかが決定される。ここから生じる差が、送出エネルギ平衡化量となる。

好適には、発生器設定パワーが設定可能であるように構成される。このことは、具体的には、発生器設定パワーの値、特に単位ワットを有するスカラー数値が、適切なユーザインタフェースまたは操作素子を介して設定可能であることを含む。例えば、こうした操作素子は、ジョグダイヤルまたはポインティングデバイスとして形成可能であり、任意手段として、発生器設定パワーの最新の設定値を表示するディスプレイを設けることもできる。発生器設定パワーの設定可能性により、有利には、送出電気エネルギの送出が調整可能となり、ひいては具体的な用途に合わせて適応化可能となる。ここでは、場合により、特にパワー上方限界として、法的なかつ／または規則による規定を考慮すべきである。

好適には、送出エネルギ平衡化量は、最大送出エネルギ平衡化量を超過しないように構成される。これは、具体的には、送出エネルギ平衡化量が制限されており、（比喩的に言えば）仮想エネルギ蓄積器が最大保持能力を有し、それ以上のエネルギが蓄積されないことを意味する。最大送出エネルギ平衡化量により、特に発生器設定パワーを考慮して、法的なかつ／または規則による規定の遵守を達成することができる。こうした規定は、特に、決定期間内の最大許容送出エネルギ量に関連する。特に、当該範囲は、ＤＩＮ規格ＥＮ６０６０１‐２‐２のタイトル“Medizinische elektrische Geraete ‐ Teil 2‐2: Besondere Festlegungen fuer die Sicherheit von Hochfrequenz‐Chirugiegeraeten”に定められており、ここには、１秒の決定期間内で４００Ｊの最大許容送出エネルギ量が超過されないことが記載されている。このような発展形態では、有利には、最大エネルギ量の超過の危険を、特に患者の安全を保証するために、低減することができる。可能な発展形態では、最大送出エネルギ平衡化量は、さらに所定の値だけ、例えば最大送出エネルギ平衡化量の１０％だけ低く選定可能であり、これにより、例えば法的なかつ／または規則による規定を超過する危険をいっそう低減するための安全マージンを見込むことができる。

一発展形態の範囲では、最大送出エネルギ平衡化量が、許容エネルギ量と送出されたエネルギ量との差から決定され、許容エネルギ量が、平衡化期間において最大で送出が許容されるエネルギ量となるように構成される。許容エネルギ量および平衡化期間に関する設定は、法的なかつ／または規則による決定に基づいて行うことができる。この場合、当該発展形態では、送出エネルギ平衡化量に関連して、法的なかつ／または規則による規定の遵守を達成し、にもかかわらずつねに（当該規定内で）最大で利用可能な送出パワーを利用することができる。これは特に、特に非侵襲的に構成された定められた送出エネルギパルス間のポーズ期間、特に点弧パルス間のポーズ期間によってこうした規定の遵守が達成されて、これにより潜在的に利用可能なパワーが利用されない従来技術とは異なると考えることができる。好ましい発展形態では、平衡化期間は決定期間に等しくてよい。

送出エネルギ限界値は、設定可能である。送出エネルギ限界値が設定可能であることで、有利には、パワー制御装置の挙動（ひいては高周波発生器の切除挙動）が調整可能となる。低い送出エネルギ限界値により、送出エネルギ平衡化量がゼロに等しくなった（つまりエネルギ蓄積器が完全に空となった）時点の後、高周波発生器に対し、再び迅速に、送出パワーの送出、特に点弧パワーの送出に必要なエネルギ量が供給されうる状態となる。しかし、低い送出エネルギ限界値は、送出エネルギ平衡化量の再びの迅速な最小値の下方超過、特にゼロへの降下も生じさせる。送出エネルギ限界値が過度に低く選定されると、蓄積器において利用可能なエネルギがプラズマの点弧に充分でなくなることも起こりうる。対して、送出エネルギ限界値がより大きく選定されれば、送出エネルギ限界値に達した後、より多くの送出エネルギが（特により長い点弧パルスにおいて）利用可能となる。ただし、当該ケースでは、ポーズ期間、すなわち送出エネルギ限界値に達するまでの待機時間が相応に長くなる。

一発展形態の範囲では、パワー制御装置は、送出エネルギ平衡化量を周期的に決定するように構成された平衡化ユニットを有するように構成される。このことは、具体的には、平衡化ユニットが、平衡化量の周期的な再計算により、仮想エネルギ蓄積器をつねに更新することを含む。この場合、周期的な再計算は、決定期間より短いサイクル時間内で行われる。可能な発展形態では、サイクル時間は、少なくとも係数１００だけ、好ましくは係数１０００だけ、特に好ましくは係数１００００だけ、決定期間より短い。例えば、決定期間が１秒である場合、サイクル時間に対し、１００μｓ〜５ｍｓの間の値を選定することができる。短いサイクル時間により、有利には、パワー制御装置にはつねに送出エネルギ平衡化量の最新の値が供給されるので、送出エネルギ平衡化量に基づく送出電力の閉ループ制御は、無視可能な遅延のみで可能となる。

冒頭に言及した課題を解決するために、さらに、高周波発生器のためのパワー制御装置を提案する。当該高周波発生器は、ここでは、電気外科器具のための電気出力端子と、少なくとも間接的に出力端子に接続された電流源または電圧源と、パワー制御装置とを有する。当該パワー制御装置は、送出エネルギ平衡化量が送出エネルギ限界値よりも大きいかまたは初期値を有する場合に、送出電力の送出を開始し、送出エネルギ平衡化量が最小値を下回る場合に、送出電力の送出を終了するように構成されており、ここで、送出エネルギ平衡化量は、スライド式決定期間にわたって決定され、送出エネルギ平衡化量は、発生器設定パワーと送出電力との差として形成される。本発明のパワー制御装置では、本発明の高周波発生器の利点が有利に利用される。パワー制御装置の可能な発展形態では、当該パワー制御装置は、既存の高周波発生器へのレトロフィットに適するように構成可能である。このために、パワー制御装置は、（特に交換可能な）ハードウェアモジュールおよび／またはソフトウェアモジュールとして構成可能である。

冒頭に言及した課題を解決するために、さらに、パワー制御装置により高周波発生器を動作させる方法を提案する。当該方法は、
・送出エネルギ平衡化量を初期エネルギへ初期化するステップと、
・送出エネルギ平衡化量が送出エネルギ限界値より大きいかまたは初期エネルギを有する場合に、特にフットスイッチを操作することにより、送出電力の送出を選択的に開始するステップと
を含む。

当該方法の一発展形態では、送出エネルギ平衡化量がゼロに等しい場合に、送出電力の送出が終了されるように構成される。

当該方法の一発展形態では、送出エネルギ平衡化量が、スライド式決定期間にわたって、供給された発生器設定パワーと送出された送出電力とから決定されるように構成される。

本発明の高周波発生器を動作させる方法では、高周波発生器の利点が有利に利用される。

本発明の別の利点、特徴および詳細は、以下の好ましい実施形態の説明から、さらに図面に即して得られる。

接続された電気外科器具を有する高周波発生器を示す図である。 本発明のコンセプトによる高周波発生器の基本回路図である。 最大送出エネルギ平衡化量の決定を示す概略図である。 高周波発生器の可能な動作を示す状態図である。 送出パワーおよび送出エネルギ平衡化量の概略的な経過特性を示すフローチャートである。 作動回路の詳細を示す基本回路図である。 スイッチオンモードの可能な切り替え状態を示す図である。

図１には、電流源に接続するための電力ケーブルが入力側に設けられた高周波発生器１０が示されている。高周波発生器１０は、当該高周波発生器１０の作動に用いられるフットスイッチ２４０に接続されている。出力側では、ここには詳細に図示されていない２つの出力極、すなわち高周波発生器１０の出力端子１２５の第１の出力極１２５．１および第２の出力極１２５．２が、電流線路を介して、電気外科器具２０５のバイポーラ電極２１０に接続されている。ここでは、電気外科器具にバイポーラ切除電極２１０が設けられており、当該バイポーラ切除電極２１０は、図１の例示的な実施形態では、バイポーラループ切除器具として構成されている。

図２には、従来技術に比べて改善された切開挙動を有する本発明の高周波発生器１０の好ましい一実施例の基本回路図が示されている。図示の実施例は、外科的介入、特に経尿道切除術（ＴＵＲｉ）の分野、また他の分野、例えば内視鏡的粘膜切除術（ＥＭＲ）およびポリペクトミーにも適している。

高周波発生器１０は電源１１０を含み、当該電源１１０は、入力端１１０．１で交流電流供給網に接続可能であり、出力側では、出力端１１０．２で、クロック制御可能な高周波発生器モジュール１２０の入力端１２０．１に接続されている。当該電源１１０は、交流電圧を直流電圧に変換する。

高周波発生器モジュール１２０は、直流電圧を、０．３ＭＨｚ〜２ＭＨｚの間の周波数を有する交流電圧に変換する。高周波発生器モジュール１２０の出力端１２０．２は、少なくとも１つの通電防止コンデンサ１２２と高周波発生器１０の２極の電気出力端子１２５とを介して、電気外科器具２０５のバイポーラ電極２１０に接続されている。少なくとも１つの通電防止コンデンサは、直流電流の伝送を阻止しなければならない。ここで、出力端１２０．２での交流電圧の送出は、クロック制御されて行われる。「クロック制御されて」とは、種々のインパルス長さおよび種々のインパルス経過を有する複数のインパルスを含むパルス列が出力端１２０．２に供給されるよう、高周波発生器モジュール１２０が作動回路３２２によりクロック制御可能であることを意味する。インパルス振幅は、当該インパルスの経過に関して変化しうる。高周波発生器モジュール１２０のパワー送出は、送出エネルギ平衡化量ＥＢが種々のパワーレベルおよび期間で送出電力のシーケンスを送出できるよう、時間的に制御される。

電気外科器具２０５は、ふつう、切除電極２１０およびグリップ部２１２から成る。切除電極２１０の近傍に位置する（ここでは一部が図示された）組織２３０を電気外科的に切除可能とするために、手術領域の身体組織２３０に塩化ナトリウム溶液２３２を加え、当該領域において電極２１０によりプラズマ２３４を形成することができる。これは、高周波発生器モジュール１２０の出力端１２０．２に、高い電力、特に点弧パワーＰＩを有する高周波電流が送出されることにより行われる。高周波発生器モジュール１２０の出力端１２０．２には、２極の電気出力端子１２５を介して、電気外科器具のバイポーラ切除電極２１０が接続されている。バイポーラ切除電極２１０に送出される高周波電流により、バイポーラ切除電極２１０の領域で塩化ナトリウム溶液２３２の加熱が行われ、これにより、プラズマ２３４が点弧される。当該プラズマ２３４により、手術医は、切除電極２１０に印加される組織２３０において所望の切除を行うことができる。手術医は、一般に、ここには図示していないフットスイッチ２４０の操作により、こうした切除過程を開始および終了することができる。

電気外科的切除に必要なプラズマを維持するには、比較的低い電力、特に切除パワーＰＣがあれば充分である。これは、プラズマが生理食塩水よりも格段に高い電気抵抗を有するために、このようになる。プラズマの電気抵抗は数百Ωの領域となりうるのに対して、生理食塩水の電気抵抗は約２５Ωの領域でありうる。

高周波発生器１０は、平衡化ユニット３２０を含むパワー制御装置３００を有する。

平衡化ユニット３２０は、パワー検出ユニット３３０を有する。パワー検出ユニット３３０は、真に送出された送出電力ＰＯが検出可能となるように、特に測定可能となるように、高周波発生器モジュール１２０の出力端１２０．２に接続されている。パワー検出ユニット３３０の出力端は、第１の積分器３３２に接続されている。第１の積分器３３２は、送出電力ＰＯの値、特に測定値を、決定期間ＴＡにわたって積分し、これにより決定期間ＴＡ内で高周波発生器モジュール１２０から真に送出された送出エネルギ量ＥＯを求めるように構成されている。

平衡化ユニット３２０は、さらに、第２の積分器３３４を有する。当該第２の積分器３３４は、発生器設定パワーＰＡＶの値を決定期間ＴＡにわたって積分するように構成されている。第２の積分器３３４は、入力側で、ユーザが発生器設定パワーＰＡＶを設定可能な発生器パワー設定モジュール３４２に接続されている。第２の積分器３３４は、出力側から積分結果を和形成器３３６に伝送し、当該和形成器により、発生器設定パワーの積分に初期エネルギＥＳが加算され、設定エネルギ量ＥＡＶが決定される。所定の実施形態では、代替的に、発生器設定パワーＰＡＶに決定期間ＴＡを乗算することにより、設定エネルギ量ＥＡＶを簡単に形成することもできる。この場合、ＥＡＶ＝ＰＡＶ^＊ＴＡが当てはまる。

和形成器３３６によって発生器設定パワーの積分に加算される初期エネルギＥＳは、初期エネルギ設定モジュール３４４を介して設定可能である。この場合、初期エネルギＥＳは、特に、最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸが超過されないように選定されなければならない。

差形成器３３８では、送出エネルギ量ＥＯが設定エネルギ量ＥＡＶから減算され、これにより、送出エネルギ平衡化量ＥＢが形成される。ここから、式による関係、すなわち

が得られる。

作動回路３２２は、入力側で、差形成器３３８と限界値設定モジュール３４６とに接続されている。限界値設定モジュール３４６を介して、送出エネルギ限界値ＥＢＸが設定可能である。送出エネルギ限界値ＥＢＸは、特に、その値から送出電力ＰＯの送出、特に点弧パワーＰＩの送出を行う、増大する送出エネルギ平衡化量ＥＢの最小値を定義している。つまり、送出エネルギ限界値ＥＢＸによって定義された最小エネルギ量よりも大きいエネルギ量が仮想エネルギ蓄積器内に存在する場合にのみ、点弧パワーが送出される。到来するパラメータ、すなわち送出エネルギ平衡化量ＥＢと送出エネルギ限界値ＥＢＸとに依存して、作動回路３２２は、スイッチオン信号Ｄを出力する。スイッチオン信号Ｄを高周波発生器モジュール１２０に伝送するために、作動回路３２２は、出力側で、高周波発生器モジュール１２０に信号伝送可能に接続されている。スイッチオン信号Ｄを介して、高周波発生器モジュール１２０による送出エネルギＰＯの送出が作動可能および遮断可能となり、つまり開始可能および終了可能となる。

平衡化ユニット３２０は、サイクル時間ＴＺで動作し、これは、送出エネルギ平衡化量ＥＢを形成するための上述した計算が、サイクル時間ＴＺを有するサイクルＴの後に、更新された入力データ、特に最新の発生器設定パワーＰＡＶおよび最新の送出パワーＰＯを用い、新たなサイクルＴ＋１において新たに行われることを意味する。つまり、送出されたエネルギ量ＥＯおよび設定エネルギ量ＥＡＶの値は、各サイクルＴで更新される。サイクル時間ＴＺは、特に平衡化ユニットの具体的な構成に応じて、特に使用されるハードウェアおよびソフトウェアに応じて、例えば１００μｓ〜５ｍｓの間で選定することができる。

また、パワー制御装置３００は、完全にまたは部分的に、コンポーネント３２０および任意手段としての別のコンポーネントがプログラミングされたマイクロコントローラ内に実現することもできる。

図３Ａには、概略的に、最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸを求めるため、ひいては（比喩的に言えば）エネルギ蓄積器の大きさを求めるための図が示されている。外側の枠は、ここでは破線で示されているが、技術的なかつ／または法的なかつ／または規則による規定によって形成される。ここでの枠は、ＤＩＮ ＥＮ６０６０１−２−２のタイトル“Medizinische elektrische Geraete ‐ Teil 2-2: Besondere Festlegungen fuer die Sicherheit von Hochfrequenz‐Chirugiegeraeten”の規定によることができ、ここには、１秒の平衡化期間ＴＢ内で４００Ｊの許容エネルギ量ＥＡが超過されてはならないことが定められている。この場合、例示的にＰＡＶ＝３００Ｗとして選定されている、設定可能な発生器設定パワーＰＡＶは、（１秒の平衡化期間ＴＢ内で）相応に、３００Ｊの設定エネルギ量ＥＡＶを送出することになる。許容エネルギ量ＥＡと設定エネルギ量ＥＡＶとの差から、ここでは１００Ｊである最大送出エネルギ全体量ＥＢＭＡＸが得られる。

図３Ｂには、高周波発生器の可能な動作の状態図が示されている。初期エネルギＥＳによる送出エネルギ平衡化量ＥＢの作動または初期化の後、高周波発生器１０は、作動状態ＨＦＯＮにある。当該作動状態ＨＦＯＮでは、スイッチオン信号Ｄが値「ｏｎ」を有し、したがって高周波発生器モジュール１２０が送出電力ＰＯを送出する。送出エネルギ平衡化量ＥＢが最小値ＥＢＭＩＮを下回り、例えばゼロとなると（すなわち仮想エネルギ蓄積器が完全に空になると）、高周波発生器１０は遮断状態ＨＦＯＦＦへ移行する。遮断状態ＨＦＯＦＦでは、スイッチオン信号Ｄが値「ｏｆｆ」を有し、したがって、高周波発生器モジュール１２０は送出電力ＰＯを送出しない。当該遮断状態ＨＦＯＦＦでは、送出エネルギ平衡化量ＥＢが、特に発生器設定パワーＰＡＶの入力によって再び増大する。すなわち、仮想エネルギ蓄積器が再び充電される。送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸを上回ると直ちに、高周波発生器１０は再び作動状態ＨＦＯＮへ移行する。最大で最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸの値を取りうる高い初期エネルギＥＳは、作動後、最大限の長さの送出期間を生じさせる。本発明の範囲において一般には、初期エネルギＥＳの値が送出エネルギ限界値ＥＢＸと等しい値に選定されると、有利でありうる。このように、初期化後の最初の点弧試行は、特にパルス期間およびこれに続く待機期間に関して、それぞれ送出エネルギ限界値ＥＢＸに達した後に行われる次の点弧試行に対応する。なお、初期エネルギＥＳが処置の開始時に１回のみ導入されるように構成可能である。

図３Ｃには、本発明のコンセプトによる高周波発生器１０の一発展形態の送出電力ＰＯおよび送出エネルギ平衡化量ＥＢの時間経過特性の図が示されている。第１の時点Ｔ１では、電気送出エネルギＰＯが、ここでは２３００Ｗである点弧パワーＰＩの値を取っている。設定可能な発生器設定パワーＰＡＶは、ここでは３００Ｗであり、最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸは（図３Ａに示したように）１００Ｊである。

送出エネルギ平衡化量ＥＢにより、（決定期間ＴＡ内で）所定の送出エネルギ量、すなわち最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸが超過されないことが保証可能となる。この場合、送出パワーＰＯは、短時間、特に決定期間ＴＡ内の時間中であれば、最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸと決定期間ＴＡとの商から生じる平均送出パワーより高くなってもよい。ただし、高い送出パワーＰＯは、送出エネルギ平衡化量ＥＢが、最大仮想送出パワーにしたがって新たなエネルギが加えられうるよりも迅速に低減される状態を生じさせる。言い換えれば、（仮想エネルギ蓄積器の範囲において、）送出エネルギ平衡化量ＥＢが、充電されるよりも迅速に放電されてしまう。

時点Ｔ２では、送出エネルギ平衡化量ＥＢが最小送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＩＮに等しくなっており、つまり、仮想エネルギ蓄積器が汲みつくされている。最小送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＩＮは、ここではゼロに等しい。したがって、時点Ｔ１で開始された点弧パルスのパルス期間は、時点Ｔ２で終了している。発生器設定パワーＰＡＶは３００Ｗであり、点弧パワーＰＩは２３００Ｗであるので、パワー差は２０００Ｗである。最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸが１００Ｊであれば（ならびに最初の初期エネルギＥＳが１００Ｊであれば）、時点Ｔ２には０．０５ｓ後、すなわち５０ｍｓ後に達する。時点Ｔ２で、送出電力ＰＯの送出は高周波発生器モジュール１２０によって終了され、すなわち、高周波発生器１０は遮断状態ＨＦＯＦＦへ切り替えられる。したがって、図では、点弧パワーＰＩの値ＰＯが段状にゼロへ低下している。時点Ｔ２から、送出エネルギ平衡化量ＥＢは、特に発生器設定パワーＰＡＶ＝３００Ｗ＝３００Ｊ／ｓに相当する速度で増大する。第３の時点Ｔ３で、送出エネルギ平衡化量ＥＢが、ここでは６０Ｊである送出エネルギ限界値ＥＢＸの値に達する。したがって、第３の時点Ｔ３は、第２の時点Ｔ２から０．２ｓ＝２００ｍｓ後であり、Ｔ３＝２５０ｍｓが当てはまる。時点Ｔ２と時点Ｔ３との間の時間は、送出電力ＰＯが送出されない待機期間である。

時点Ｔ３から、つまり送出エネルギ限界値ＥＢＸに達した後、高周波発生器モジュール１２０は、送出電力ＰＯの送出が再び行われるように、スイッチオンモジュール３２３を介して駆動される。バイポーラ電極での低い出力抵抗に基づいて、送出電力ＰＯが比較的高い値、すなわち点弧パワーＰＩのレベルの値を取る。時点Ｔ４で、プラズマが有効に点弧され、これに応じてバイポーラ電極の出力抵抗が増大し、したがって、送出電力ＰＯが低い値へ、特に切除パワーＰＣへ跳躍的に降下し、ここで、切除パワーＰＣは点弧パワーＰＩよりも数倍低い。ここでは、切除パワーＰＣは１００Ｗである。

送出された切除パワーＰＣが発生器設定パワーＰＡＶよりも低いという事実に基づいて、送出エネルギ平衡化量ＥＢは第４の時点Ｔ４から増大する。比喩的に言えば、仮想エネルギ蓄積器が放電時よりも迅速に充電される。これにより、送出エネルギ平衡化量ＥＢは、第５の時点Ｔ５で、ここでは１００Ｊであるその最大値、すなわち最大送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＡＸに達する。切除パワーＰＣが１００Ｗであり、発生器設定パワーＰＡＶが３００Ｗである場合、パワー差２００Ｗは２００Ｊ／ｓである。

電気外科器具２０５により、切除は、時点Ｔ５を超えて、切除過程がフットスイッチ２４０の解放によって遮断されるまで、またはプラズマが停止されるまで、続行可能である。ここに図示されていない当該時点から、ここで説明している処置が切開のために繰り返し可能となる。

図４Ａには、基本回路図として、作動回路３２２の可能な構造が示されている。作動回路３２２は、ここでは、３つの比較モジュール３２２Ａ〜３２２Ｃと、サイクルメモリ３２５と、スイッチオンモジュール３２３とを有している。ここでは、サイクルＺ中の作動回路３２２の機能が示されている。

第１の比較モジュール３２２Ａでは、送出エネルギ平衡化量ＥＢの値が最小送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＭＩＮより大きいかどうか、特にゼロより大きいかどうかが検査される。ゼロより大きい場合、第１の比較信号Ａが出力され、スイッチオンモジュール３２３へ導通される。当該比較信号Ａと、別の比較モジュール３２２Ｂ，３２２Ｃの比較信号とは、特にブール性を有することができ、よって専ら値０または値１を取ることができる。

サイクルメモリ３２５は、スイッチオンモジュール３２３から先行のサイクルＺ−１で出力されたスイッチオン信号Ｄを記憶し、最新のサイクルＺにおいて、先行のスイッチオン信号ＤＶとして出力側に供給する。サイクルメモリ３２５に接続された第２の比較モジュール３２２Ｂでは、先行のスイッチオン信号ＤＶが正であるかどうか、すなわちＤＶ＝Ｄ（Ｚ−１）＝「ｏｎ」であるかどうかが検査される。「ｏｎ」である場合、正の第２の比較信号Ｂが出力され、スイッチオンモジュール３２３へ導通される。

第３の比較モジュール３２２Ｃでは、送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸと比較される。送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸよりも大きい場合、（比喩的に言えば）エネルギ蓄積器が定められた最小値まで充填される。この場合、正の第３の比較信号Ｃが出力され、スイッチオンモジュール３２３へ導通される。

スイッチオンモジュール３２３は、比較信号Ａ，Ｂ，Ｃに依存して、値「ｏｎ」または「ｏｆｆ」を取りうるスイッチオン信号Ｄを出力する。同様に、代替的にもしくは付加的に、スイッチオンモジュール３２３により、ブール形態のスイッチオン信号、すなわち相応に「ｏｎ」に対して１、「ｏｆｆ」に対して０を出力することができる。

図４Ｂには、スイッチオンモジュール３２３の可能な切り替え状態３２３．１〜３２３．５が示されている。第１の切り替え状態３２３．１では、第１の比較信号Ａが負であり、すなわちＡ＝０である。ここから、第２の比較信号Ｂまたは第３の比較信号Ｃが正であるかまたは負であるかにかかわらず、負のスイッチオン信号Ｄが生じる。負のスイッチオン信号Ｄ、すなわち切り替え位置「ｏｆｆ」により、高周波発生器モジュール１２０によって送出電力ＰＯが送出されないことになる。当該切り替え状態３２３．１は、送出エネルギ平衡化量ＥＢが最新の時点でゼロに等しく、（比喩的に言えば）仮想エネルギ蓄積器が空であることを意味する。

第２の切り替え状態３２３．２では、第１の比較信号Ａおよび第３の比較信号Ｃが正であり、第２の比較信号Ｂが負であり、これにより、正のスイッチオン信号Ｄ、すなわち切り替え位置「ｏｎ」が生じる。当該スイッチオン状態３２３．２は、最新のサイクルＺで送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸより大きく、かつ先行のサイクルＺ−１ではスイッチオンモジュール３２３が負のスイッチオン信号Ｄを出力しており、したがって先行のサイクルＺ−１で高周波発生器モジュール１２０が送出パワーＰＯを送出しなかった場合に生じる。

第３の切り替え状態３２３．３では、３つの比較信号Ａ，Ｂ，Ｃの全てが正であり、このため、正のスイッチオン信号Ｄ、すなわち切り替え位置「ｏｎ」が生じる。当該切り替え状態３２３．３は、最新の時点で送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸより大きく、先行のサイクルＺ−１ではスイッチオンモジュール３２３が正のスイッチオン信号Ｄを出力したことを意味する。後者は、高周波発生器モジュール１２０が先行のサイクルＺ−１で送出パワーＰＯを送出したことを意味する。

第４の切り替え状態３２３．４では、第１の比較信号Ａが正であり、かつ第２の比較信号Ｂおよび第３の比較信号Ｃが負であり、これにより負のスイッチオン信号Ｄ、すなわち切り替え位置「ｏｆｆ」が生じる。当該切り替え状態３２３．４は、最新の時点で送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸより小さく、先行のサイクルＺ−１ではスイッチオンモジュール３２３が負のスイッチオン信号Ｄを出力した、つまり高周波発生器モジュール１２０が送出パワーＰＯを送出しなかったことを意味する。

第５の切り替え状態３２３．５では、第１の比較信号Ａおよび第２の比較信号Ｂが正であり、かつ第３の比較信号Ｃが負であり、これにより正のスイッチオン信号Ｄ、すなわち切り替え位置「ｏｎ」が生じる。当該切り替え状態３２３．５は、最新の時点で送出エネルギ平衡化量ＥＢが低下して送出エネルギ限界値ＥＢＸより小さくなり、先行のサイクルＺ−１ではスイッチオンモジュール３２３が正のスイッチオン信号Ｄを出力した、つまり高周波発生器モジュール１２０が送出パワーＰＯを送出したことを意味する。

各切り替え状態に関連して、特に、第４の切り替え状態３２３．４および第５の切り替え状態３２３．５に言及しておく。すなわち、２つの切り替え状態３２３．４，３２３．５においては、送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸよりも小さい。

この場合、第４の切り替え状態３２３．４では、先行のスイッチオン信号ＤＶ、すなわち先行のサイクルＺ−１のスイッチオン信号Ｄが負であり、つまり高周波発生器モジュール１２０によって送出エネルギＰＯが送出されなかったのである。

ただしここで、第５の切り替え状態３２３．５と同様に、先行のサイクルＺ−１のスイッチオン信号Ｄが正であった場合、すなわち高周波発生器モジュール１２０が送出エネルギＰＯを送出した場合には、高周波発生器モジュール１２０は、さらに、（最新のサイクルＺでのスイッチオンモジュール３２３による正のスイッチオン信号Ｄの出力に基づいて）送出エネルギＰＯを送出する。つまり、簡単に言えば、（送出エネルギ平衡化量ＥＢが送出エネルギ限界値ＥＢＸを下回っても）作動された高周波発生器モジュール１２０が作動されたままとなり、送出エネルギ平衡化量ＥＢが最小送出エネルギ平衡化量ＥＢＭＩＮを下回ってはじめて、特にゼロに等しくなってはじめて、遮断される。「作動される」「遮断される」とは、ここでは特に、高周波発生器モジュール１２０の出力端１２０．２を介した送出電気エネルギＰＯの送出に関連しており、電源１１０および／または高周波発生器１０全体がオンであるかまたはオフであるかには関連しない。

１０ 高周波発生器
１１０ 電源、クロック制御可能な電源
１１０．１ 電源の入力端
１１０．２ 電源の出力端
１２０ 高周波発生器モジュール
１２２ 通電防止コンデンサ
１２５ 出力端子、高周波発生器の出力極
１２５．１ 第１の出力極
１２５．２ 第２の出力極
２０５ 電気外科器具
２１０ 切除電極、電気外科器具のバイポーラ電極
２１２ 電気外科器具のグリップ部
２３０ 組織
２３２ 塩化ナトリウム溶液、生理食塩水
２３４ プラズマ
２４０ フットスイッチ
３００ パワー制御装置
３２０ 平衡化ユニット
３２２ 作動回路
３２２Ａ 第１の比較モジュール
３２２Ｂ 第２の比較モジュール
３２２Ｃ 第３の比較モジュール
３２３ スイッチオンモジュール
３２３．１〜３２３．５ 第１の切り替え状態〜第５の切り替え状態
３２５ サイクルメモリ
３３０ パワー検出ユニット
３３２ 第１の積分器
３３４ 第２の積分器
３３６ 和形成器
３３８ 差形成器
３４２ 発生器パワー設定モジュール
３４４ 初期エネルギ設定モジュール
３４６ 限界値設定モジュール
３４８ 乗算器
３５６ 点弧電圧
６１０ 仮想エネルギ蓄積器
６３０ 真のエネルギ量
Ａ，Ｂ，Ｃ 第１の比較信号〜第３の比較信号
Ｄ スイッチオン信号
ＤＶ 先行のスイッチオン信号
ＥＡ 許容エネルギ量
ＥＡＶ 送出されたエネルギ量
ＥＢ 送出エネルギ平衡化量
ＥＢＭＡＸ 最大送出エネルギ平衡化量
ＥＢＭＩＮ 最小送出エネルギ平衡化量、最小値
ＥＢＸ 送出エネルギ限界値
ＥＯ 送出エネルギ量
ＥＳ 初期エネルギ
ＨＦＯＦＦ 高周波発生器の遮断状態
ＨＦＯＮ 高周波発生器の作動状態
ＰＡＶ 発生器設定パワー
ＰＣ 切除パワー
ＰＩ 点弧パワー
ＰＯ 送出パワー、電力
Ｔ 時間
ＴＡ 決定期間
ＴＢ 平衡化期間
ＴＩ 点弧時点
ＴＺ サイクル時間
Ｚ サイクル、計算サイクル

Claims (10)

1. 電気外科器具（２０５）を接続するための高周波発生器（１０）であって、
   電気外科器具（２０５）のための電気出力端子（１２５）と、
   少なくとも間接的に前記出力端子（１２５）に接続された電源（１１０）と、
   前記出力端子（１２５）を介して送出される送出電力（ＰＯ）を制御するパワー制御装置（３００）と、
   を有し、
   前記パワー制御装置（３００）は、
   送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が送出エネルギ限界値（ＥＢＸ）よりも大きい場合に、送出電力（ＰＯ）の送出を開始し、
   前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が最小値（ＥＢＭＩＮ）を下回る場合に、前記送出電力（ＰＯ）の送出を終了する
   ように構成されており、
   前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）は、スライド式決定期間（ＴＡ）にわたって、供給された発生器設定パワー（ＰＡＶ）と送出された前記送出電力（ＰＯ）とから決定される
   ことを特徴とする、高周波発生器（１０）。
2. 前記発生器設定パワー（ＰＡＶ）は、設定可能である、請求項１記載の高周波発生器（１０）。
3. 前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）は、最大送出エネルギ平衡化量（ＥＢＭＡＸ）を超過しない、請求項１または２記載の高周波発生器（１０）。
4. 前記最大送出エネルギ平衡化量（ＥＢＭＡＸ）は、許容エネルギ量（ＥＡ）と設定エネルギ量（ＥＡＶ）との差から決定され、前記許容エネルギ量（ＥＡ）は、平衡化期間（ＴＢ）において最大で送出が許容されるエネルギ量であり、前記設定エネルギ量（ＥＡＶ）は、前記平衡化期間（ＴＢ）における前記発生器設定パワー（ＰＡＶ）から決定される、請求項１から３までの少なくとも１項記載の高周波発生器（１０）。
5. 前記送出エネルギ限界値（ＥＢＸ）は、設定可能である、請求項１から４までの少なくとも１項記載の高周波発生器（１０）。
6. 前記パワー制御装置（３００）は、前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）を周期的に決定するように構成された平衡化ユニット（３２０）を有する、請求項１から５までの少なくとも１項記載の高周波発生器（１０）。
7. 請求項１から６までのいずれか１項記載の高周波発生器（１０）のためのパワー制御装置（３００）であって、
   前記高周波発生器（１０）は、
   電気外科器具（２０５）のための電気出力端子（１２５）と、
   少なくとも間接的に前記出力端子（１２５）に接続された電流源または電圧源（１１０）と、
   パワー制御装置（３００）と、
   を有し、
   前記パワー制御装置（３００）は、
   送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が送出エネルギ限界値（ＥＢＸ）よりも大きいかまたは初期値（ＥＢＩ）を有する場合に、送出電力（ＰＯ）の送出を開始し、
   前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が最小値（ＥＢＭＩＮ）を下回る場合に、前記送出電力（ＰＯ）の送出を終了する
   ように構成されており、
   前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）は、スライド式決定期間（ＴＡ）にわたって決定され、前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）は、発生器設定パワー（ＰＡＶ）の積分と前記送出電力（ＰＯ）との差として形成される
   ことを特徴とする、パワー制御装置（３００）。
8. 請求項７記載のパワー制御装置により、請求項１から６までのいずれか１項記載の高周波発生器（１０）を動作させる方法であって、
   送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）を初期エネルギ（ＥＳ）へ初期化するステップと、
   送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）が送出エネルギ限界値（ＥＢＸ）より大きいかまたは初期エネルギ（ＥＳ）を有する場合に、特に選択的にフットスイッチ（２４０）を操作することにより、送出電力（ＰＯ）の送出を開始するステップと、
   を含む、方法。
9. 前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）がゼロに等しい場合に、前記送出電力（ＰＯ）の送出を終了する、請求項８記載の方法。
10. 前記送出エネルギ平衡化量（ＥＢ）を、スライド式決定期間（ＴＡ）にわたって、供給された発生器設定パワー（ＰＡＶ）と送出された前記送出電力（ＰＯ）とから形成する、請求項８または９記載の方法。

Images